Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Früherkennung des Vorliegens einer koronaren Herzkrankheit oder einer Herzrhythmusstörung eines zu untersuchen- den Patienten nach dem Oberbegriff von Anspruch 1 , eine solche Einrichtung nach dem Oberbegriff von Anspruch 14, ein Verfahren zur Ermittlung und Darstellung eines auf das Herz bezogenen und den Vektor des durch die Aktivität des Herzens gebildeten elektrischen Feldes darstellenden Raumvektors nach dem Oberbegriff von Anspruch 20, und ein Herzüberwachungsverfahren nach dem Oberbegriff von Anspruch 28.

Zu den häufigsten Erkrankungen von Patienten zählt die Koronare Herzkrankheit, kurz KHK. Die derzeit hierzu vorliegende Prävalenz in Deutschland (bei Männern ca. 30%, bei Frauen ca. 15%) belegt einen großen Bedarf an Geräten, mit denen solche Probleme schnell erkannt und die Menschen bzw. Patienten einer frühen Therapie oder Beratung zugeführt werden können. Ein weiteres großes Feld der Störungen in der Arbeit des Herzens betrifft die Arrhythmie oder Herzrhythmus- störungen. Das Herz eines Menschen besitzt ein kompliziertes Erregungs- bildungs- und Leitsystem (Erregungssystem), welches der Treiber der Herzbe- wegungen ist. Durch die Teilung des Herzens in die Kammern und Vorhöfe ist es notwendig, den Blutfluss durch Muskelkontraktionen zu regulieren. Im Zusam- menhang mit der rhythmischen Kontraktion des Herzmuskels besteht das Erregungssystem aus speziellen Muskelzellen, welche in der Lage sind, sich spontan selbst zu de- und repolarisieren. Damit kann ein Rhythmus, der in erster Linie vom Sinusknoten generiert wird, aufrechterhalten werden. Bei einer Störung dieses Erregungssystem kommt es zu Beeinträchtigungen der Pumpleistung des Herzens und somit zu Versorgungsengpässen. Nicht alle Symptome sind lebensgefährlich, können aber, sobald sie häufig auftreten, gute Indikatoren für drohende lebensgefährliche Zustände werden. Der Referenzstandard zur Erkennung einer KHK ist die Koronarangiographie, allerdings wird hiermit der Bereich der Früherkennung der KHK verlassen. Hierbei wird ein Katheter in das Herz eingeführt, um u.a. eine Druckmessung der Aorta durchzuführen. Weiterhin werden Kontrastmittel verwendet, die die Darstellung der Koronararterien des Herzens erlauben. Entsprechend handelt es sich um eine invasive Methode mit den damit verbundenen gesundheitlichen Risiken. Alternativen dazu sind eine Angiographie mittels CT und MRT. Bei diesen Alternativen werden ebenfalls Kontrastmittel verwendet, mit den damit verbundenen gesundheitlichen Risiken. Diese Verfahren sind nachteilig mit einem hohen Aufwand und großen Kosten verbunden.

Gemessen am goldenen Standard der Koronardiagnostik der Koronar- angiographie mit einer Spezifität und Sensitivität von 100 %, zeigen nicht invasive Verfahren wie das Ruhe-EKG und die Ruhe-Echokardiographie eine deutlich geringere Sensitivität und Spezifität (von weniger als 30% bzw. 70%). Erst unter Belastung erhöhen sich diese für beide Verfahren, machen aber jeweils die Anwesenheit eines Arztes notwendig. Ferner sind die Ergebnisse im Fall der Stressechokardiographie zusätzlich Untersucher abhängig. Hinzu kommt, dass beide dieser Verfahren zusätzlich einen Zeitraum von mindestens 15-30 Minuten benötigen. Weitere nicht invasive Verfahren wie Myokard-perfu- sionssyntigraphie (MPS), Koronarcomputer-Tomographie (CCT) oder kardiale Magnetresonanztomographie (MRT) erfordern einen erheblichen apparativen sowie personellen Aufwand, die Anwesenheit eines Arztes und stellen ferner einen erheblichen Kostenfaktor dar.

Für eine nicht-invasive Untersuchung von Patienten kann eine EKG- Unter- suchung durchgeführt werden. Auf diesem Gebiet bieten moderne Software- systeme einem Arzt viele Werkzeuge an, um eine Vermessung von Patienten zumindest schnell durchzuführen. Gleichwohl ist die Auswertung eines EKG maßgeblich von der Erfahrung des behandelnden Arztes abhängig und damit unsicher. Weiterhin kann eine Überlastung von Ärzten zu Fehldiagnosen führen. Zur Lösung dieser Problematik haben sich im Bereich der EKG-Analyse auto- matische Vermessungssysteme etabliert. Allerdings beschränken sich diese automatischen Systeme auf die Vermessung von EKGs und bilden somit die Erfahrung beziehungsweise definierte Parameter (bspw. QT-Zeit oder ST- Hebung) in der Software ab. Es ist somit nur die Unsicherheit durch den Faktor Mensch entfernt worden.

Die Parameter eines EKG, vor allem in Ruhe, sind zur Erkennung von KHK in der Regel unzureichend. Aus diesem Grund wird mit Patienten ein Belastungs- EKG durchgeführt, um damit die Früherkennung einer KHK zu ermöglichen. Dafür ist es erforderlich, dass der Patient einer körperlichen Belastung ausgesetzt wird. Es erfolgt somit eine Provokation der Symptome, die zum Herzinfarkt führen können. Dies macht bei einer solchen Messung stets die Anwesenheit eines Arztes notwendig. Der Nachteil einer solchen Vorgehens- weise liegt in den damit verbundenen Risiken. Abgesehen von der Gefahr für den Patienten ist es nicht für alle Menschen möglich solche Tests durchzuführen. Vor allem in den Risikogruppen (Diabetes, Übergewicht, hohes Alter) sind die Menschen nicht immer in der Lage, die notwendige Belastung überhaupt zu erreichen, mangels ausreichender Kondition. Es gibt als Alternative die Belastung durch Medikamente und dann Untersuchung mittels Echokardio- graphie (Stress-Echo) mittels Ultraschall. Allerdings ist das Echo eher zur Untersuchung von Bewegungsstörungen geeignet und bietet ebenfalls nicht die Sicherheit einer automatischen Auswertung.

Mit derzeit verfügbaren EKG-Geräte ist es nicht möglich, frühzeitig Anzeichen von KHK zu erkennen oder dem Arzt in geeigneter Form darzustellen. Allen bislang bekannten Geräten ist gemein, dass sie mehrere Ableitungen gleichzeitig darstellen, mit zumeist 3 bis 12 Kanälen. Die Software zur Darstellung erlaubt in der Regel die Konfiguration der Ansicht, welche es einem Arzt erlaubt, sich auf einzelne Ableitungen zu konzentrieren und entsprechend bekannter Richtlinien auszuwerten. Der Verdacht auf einen drohenden Herzinfarkt (das Ergebnis einer unbehandelten KHK) entsteht u.a. bei ST-Streckenhebungen >= 0, 1 mV in mindestens zwei Extremitätenableitungen und >= 0,2 mV in zwei benachbarten Brustwandableitungen. Allerdings bedeutet das Fehlen dieser Hebung nicht, dass ein Herzinfarkt ausgeschlossen ist, denn der überwiegende Teil der Herzinfarkte sind Nicht-Hebungsinfarkte (NSTEMI).

Aus EP 86 429 B1 ist ein Verfahren zur Kardiogoniometrie bekannt, dass zur Klasse der Vektor-kardiometrischen Methoden gehört. Dieses Verfahren erlaubt eine sehr genaue Ermittlung des das elektrische Feld des Herzens abbildenden Summenvektors und stellt ihn in einem kartesischen Koordinatensystem dar, das an der Herzlängsachse (anstatt an der Körperachse) ausgerichtet ist. Hierbei werden für die Diagnose von Herzkrankheiten die Potentiale, die während einer Depolarisierung und Repolarisierung (R- und T-Schleife) des Herzmuskels maximal erreicht werden, verwendet sowie die Richtungen der entsprechenden zwei potentialmässig ausgezeichneten Vektoren und der Raumwinkel zwischen den beiden ausgezeichneten Vektoren. Dies bedeutet, dass für diagnostische Zwecke bezüglich des Betrags ausgezeichnete Vektoren und getrennt davon deren Richtungen und einzelne Komponenten in kartesischen Koordinaten, Kugelkoordinaten und Zylinderkoordinaten, parametrisiert werden.

Die Ableitungspunkte der Kardiogoniometrie gemäß EP 86 429 B1 , zwischen denen Potentialdifferenzen gemessen werden, sind:

• E1 entsprechend dem Punkt für die Spannung V4 (gemäß Wilson),

• E2 sagittal zu E1 und entsprechend dem Punkt für die Spannung V8 (gemäß Wilson),

• E3 lotrecht zur Strecke E1 -E2, über E1 in einem Abstand von 0,7-mal dem Abstand zwischen E1 und E2,

• E4 waagrecht von E3 nach der rechten Patientenseite in einem Abstand von 0,7-mal dem Abstand zwischen E1 und E2.

Eine Vektoraddition der gemessenen Potentialdifferenzen ergibt einen Raumvektor V bzw. Projektionen des Raumvektors V auf eine x, y und z-Achse, wobei die x-Achse parallel zur Strecke E1 -E2, und die y-Achse parallel zur Strecke E1 -E4 und wobei die z-Achse senkrecht auf der durch E1 , E2 und E4 aufgespannten Ebene (schrägsagittale Ebene) steht. Die elektrische Herzaktion erzeugt ein sich über die Zeit änderndes elektrisches Feld. Der gemäß EP 86 429 B1 ermittelte Raumvektor V ist eine Näherung an den tatsächlichen räumlichen Summenvektor dieses Feldes. Dabei entspricht die Richtung des Raumvektors der Feldrichtung und die Länge (Betrag oder Potential) des Raumvektors der Feldstärke. Die drei Spannungen X, Y und Z [mV] stellen die Teilvektoren oder Komponenten des Raumvektors V in einem dreidimensionalen kartesischen Koordinatensystem dar, vorzugsweise den nach der kardiogoniometrischen Methode ermittelten Raumvektor im oben genannten Koordinatensystem. Das Potential berechnet sich als Quadratwurzel aus (X ² +Y ² +Z ² ).

Aus WO 99/36860 ist bekannt, dass der zeitliche Verlauf des Betrags des Raumvektors V durch Bestimmung von Maxima und Minima (Nullstellen im Verlauf des Differentialquotienten) in die Bereiche R+, R-, ST, T+ und T- aufge- teilt wird. In diesen Bereichen werden die periodisch registrierten Vektorbeträge aufsummiert und die solcher Art ermittelten Integralwerte für diagnostische Zwecke weiterverwendet. Somit werden schlingenweise Summen von Vektor- beträgen parametrisiert.

Des Weiteren ist aus WO 03/057031 A1 ein Verfahren zur Erzeugung von kardiometrischen Parametern bekannt, die insbesondere für Diagnosezwecke bei der Untersuchung des menschlichen Herzens verwendet werden können. Ein solches Verfahren ist in der WO 03/057031 A1 als „Vektor-Kardiometrie“ bezeichnet und dient zur Erzeugung von kardiometrischen Parametern aus einem Vektor, der das elektrische Feld des Herzens abbildet und der z.B. nach bekannten Vektor-kardiometrischen Methoden ermittelt wird. Der Raumvektor wird von einem Koordinatenursprung ausgehend dargestellt, wobei eine von der Vektorspitze beschriebene räumliche Bahn und/oder eine räumliche Geschwindigkeit der sich entlang der Bahn bewegenden Vektorspitze im virtuellen Raum um den Koordinatenursprung parametrisiert wird. Die hierbei erzeugten Parameter bzw. die genannten Abweichungen sind insbesondere für die Diagnose von Herzkrankheiten oder -Störungen geeignet. Die vorstehend erläuterten Verfahren zur Ermittlung und Darstellung eines auf das Herz bezogenen Raumvektors nach der Kardiogoniometrie insbesondere gemäß EP 86 429 B1 unterliegen dem Nachteil, dass Elektroden bzw. Sensoren am menschlichen Körper in exakter Übereinstimmung zu den vier Ableitungspunkten E1 -E4, an denen Potentialdifferenzen gemessen werden, anzubringen sind. Eine nicht korrekte Position einer Elektrode insbesondere am Ableitungspunkt E1 führt zu einer Verfälschung der Messwerte, so dass die hieraus gewonnene Analyse unbrauchbar und eine zuverlässige Diagnose für ein untersuchtes Herz hiermit nicht möglich ist.

Ein weiterer Nachteil bei den Technologien der vorstehend genannten Druckschriften zum Stand der Technik besteht darin, dass eine automatische Analyse in Bezug auf die von einem Patienten gewonnenen dreidimensionalen Signale hierbei nicht vorgesehen ist.

Entsprechend liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Technologie auf dem Gebiet der nicht-invasiven Überwachung des Herzens zu schaffen, mit der in kürzerer Zeit eine verbesserte Untersuchung von Patienten möglich ist und insbesondere auch automatische Analysen möglich sind.

Die obige Aufgabe wird durch ein jeweiliges Verfahren mit den in Anspruch 1 , Anspruch 20 und Anspruch 28 angegebenen Merkmalen, und durch eine Einrichtung mit den Merkmalen von Anspruch 14 gelöst. Vorteilhafte Weiter- bildungen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen definiert.

Ein Verfahren nach der vorliegenden Erfindung dient zur Früherkennung des Vorliegens einer koronaren Herzkrankheit (KHK) und/oder einer Herzrhythmus- störung (HRS) und/oder einer Herzklappeninsuffizienz eines zu untersuchenden Patienten, und umfasst die Schritte:

(i) nicht-invasive Aufnahme von EKG-Signalen am Herzen des Patienten in dessen Ruhezustand,

(ii) filtertechnische Aufbereitung der aufgenommenen EKG-Signale, (iii) Überführung der gefilterten EKG-Signale in orthogonalisierte Messgrößen auf Grundlage der Vektorkardiographie, und

(iv) Eingabe der orthogonalisierten Messgrößen in ein System basierend auf Künstlicher Intelligenz (Kl), in dem diese eine Gewichtung erfahren, die über bekannte Befunddaten von Vergleichspatienten über ein Training eines Neuronalen Netzes festgelegt wurde. Die orthogonalisierten Befunddaten werden auf einen Wert zwischen -1 und 1 abgebildet und lassen eine Diagnose des Patienten zu.

In gleicher Weise sieht die Erfindung auch eine Einrichtung zur Früherkennung des Vorliegens einer KHK und/oder einer HRS und/oder einer und/oder einer Herzklappeninsuffizienz eines zu untersuchenden Patienten, umfassend eine Mehrzahl von Sensoren, die am Körper des zu untersuchenden Patienten an vorbestimmten Ableitungspunkten positionierbar sind, um damit nicht-invasiv EKG-Signale am Herzen des Patienten vorzugsweise in dessen Ruhezustand aufzunehmen, mindestens einen Filter, mit dem die aufgenommenen EKG- Signale filterbar sind, eine Auswerteeinrichtung, mit der die gefilterten EKG- Signale auf Grundlage der Vektorkardiographie in orthogonalisierte Messgrößen überführbar sind, und ein System basierend auf Künstlicher Intelligenz (Kl), das mit Befunddaten von Vergleichspatienten trainiert wurde, wobei die orthogonalisierten Messgrößen in das Kl-System eingegeben und entsprechend der Gewichtung des Neuronalen Netzes auf Werte zwischen -1 und 1 funktional abgebildet werden, um damit eine Diagnose für den untersuchten Patienten zu erstellen.

Wie vorstehend bereits erläutert, wird an dieser Stelle nochmals gesondert darauf hingewiesen, dass das genannte Verfahren und die Einrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung auch zur Früherkennung des Vorliegens einer Herzklappeninsuffizienz eines Patienten geeignet sind. Diesbezüglich versteht sich, dass dann die Befunddaten der Vergleichspatienten innerhalb des Kl- Systems hieran angepasst sind. Die theoretische Grundlage für das Analyseprinzip nach der vorliegenden Erfindung bildet die sogenannte „Vektorkardiographie“, die im Bereich der kardialen Ischämie- Diagnostik als nicht-invasive Methode einen nennenswerten Beitrag leistet.

Der Erfindung nach dem vorstehend genannten Verfahren und der vorstehend genannten Einrichtung liegt die wesentliche Erkenntnis zugrunde, dass die Darstellung der elektrophysiologischen Eigenschaften des Herzens im Vergleich zur komplizierten Darstellung des oft verwendeten herkömmlichen EKG mit seinen bis zu 12 Ableitungen dadurch vereinfacht wird, dass die gefilterten EKG- Signale auf Grundlage der Vektorkardiographie zunächst in orthogonalisierte Messgrößen überführt werden. Hierbei werden die kardialen Potentiale in einem orthogonalen System gemessen und vektoriell summiert. Bei einer solchen dreidimensionalen Messung und Ortung des Herzpotentials können eine Vielzahl von neuen Parametern geschaffen bzw. berücksichtigt werden, was u.a. die Erkennung der Myokardischämie erlaubt.

Ein wesentlicher Vorteil der Erfindung besteht darin, dass damit eine automa- tische Analyse unter Verwendung von dreidimensionalen Signalen durchgeführt wird bzw. möglich ist. Hierdurch ist nicht nur eine profunde Analysegrundlage gewährleistet, sondern auch eine grafische Aufbereitung der elektrophysio- logischen Eigenschaften des Herzens möglich. Damit wird im Vergleich zu den bislang eingesetzten EKG- Messungen und den dabei verwendeten bis zu 12 Ableitungen (= 12 Dimension) die ansonsten komplizierte Darstellung stark vereinfacht und auf eine intiutive Weise visualisiert, wodurch in der Analyse und Auswertung mit der vorliegenden Erfindung weniger Fehler auftreten.

Zweckmäßigerweise erfolgt die Messung bzw. die nicht-invasive Aufnahme von EKG-Signalen am Herzen des Patienten in dessen Ruhezustand (d.h. ohne körperliche Belastung) unter Verwendung von vier Oberflächenelektroden. Dies bedeutet, dass die EKG-Signale an insgesamt vier Ableitungspunkten am Körper des Patienten in Nähe des Herzens aufgenommen werden. Für diese Messung können folgende Darstellungsformen vorgesehen sein: - Analoge orthogonale Projektionen X, Y, Z zur Kontrolle der technischen Qualität der Messung;

- Potential, gemessen in den verschiedenen Zeitabschnitten des Herzzyklus;

- Schlingen in 2D und 3D, zur Ortung des Potentials im Herzen,

- Maximalvektoren der Vorhof- und Ventrikel-Depolarisation und der Ventrikel-Repolarisation.

Ein zentraler Aspekt für die vorliegende Erfindung besteht darin, dass die orthogonalisierten Messgrößen in ein System basierend auf Künstlicher Intelligenz (Kl), vorzugsweise in Form eines neuronalen Netzes oder einer Mehrzahl von solchen neuronalen Netzen, eingegeben werden, wobei dieses Kl- System (bzw. neuronales Netz) mit bereits bekannten Befunden trainiert wurde und insoweit diese Befunddaten von Vergleichspatienten in dem Kl-System gespeichert sind. Durch eine funktionale Abbildung der eingegebenen orthogonalisierten Messgrößen über ein neuronales Netzwerkes auf Werte zwischen -1 und 1 wird eine Diagnose für den untersuchten Patienten erstellt, wobei dieses Kl-System mit Hilfe von Befunddaten von Vergleichspatienten trainiert wurde, welches typische Charakteristika der Messgrössen entsprechend deren Relevanz für den Gesundheitszustand gewichtet.

Bezüglich der bekannten Befunddaten von Vergleichspatienten, auf welchen das Kl-System bzw. neuronale Netz basiert, wird gesondert hervorgehoben, dass für diese Vergleichspatienten eine eindeutige Kenntnis in Bezug auf deren Gesundheitszustand („gesund“ oder„krank“) vorliegt. Diese Information kann z.B. mittels einer Koronarangiografie erhalten worden sein, die eine eindeutige Diagnose für die Vergleichspatienten („gesund“ oder„krank“) liefert, oder aus anderen Quellen vorliegen. Auf Grundlage dessen erfolgt eine Klassifizierung und ein Clustering der Befunddaten (Diagnose als„gesund“ oder„krank“).

In vorteilhafter Weiterbildung der Erfindung werden die Ableitungen zwischen den jeweiligen vier Ableitungspunkten, an denen die EKG-Signale aufgenommen werden, sowohl in kartesischen Koordinaten als auch in Kugel- und Zylinderkoordinaten betrachtet. Eine solche Transformation in Kugelkoordinaten ermöglicht die Bestimmung der tatsächlichen Zeitpunkte der physiologischen Extrempunkte (d.h. der genaue Punkt des R-Peaks bzw. der T-Welle) während eines Herzschlags.

In vorteilhafter Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens wird das Kl- System bzw. das neuronale Netz vor dem Schritt (iv) trainiert. Dies bedeutet, dass das Kl-System bzw. das neuronale Netz durch Eingabe von spezifischen Lernwerten trainiert bzw. optimiert werden, wobei die Anzahl dieser spezifischen Lernwerte etwa zwischen 10 und 30 liegen kann und z.B. 20 beträgt, jedenfalls deutlich geringer als 100 ist. In diesem Zusammenhang ist hervorzuheben, dass ein solches Training mittels der genannten spezifischen Lernwerte nicht während der eigentlichen Diagnose, sondern im Vorfeld durchgeführt wird, damit die im Trainingsset verfügbaren Daten Anwendung finden können.

Im Zusammenhang mit der Durchführung des Verfahrens und/oder dem Einsatz der Einrichtung nach der vorliegenden Erfindung wird darauf hingewiesen, dass praktisch jede untersuchte Person bzw. jeder Anwender, zu der bzw. dem eine eindeutige Kenntnis/Information bezüglich des Gesundheitszustands („gesund“ oder„krank“, z.B. mithilfe der Koronarangiografie) vorliegt, das Kl-System bzw. das neuronale Netz mit „frischen“ Gesundheitsparametern speist. Neue Messdaten helfen die Gewichtungen des Neuronalen Netzes weiter zu opti- mieren, sodass mit zunehmenden Daten eine immer bessere Klassifizierung zwischen krank und gesund stattfinden kann. Die charakteristischen Gewichtungen zwischen den Neuronen im Kl-System werden mit jedem neuen Patienten aus dem Trainingsset angepasst, sodass Fehler vergangener Diagnosen minimiert werden.

Somit lernt das Kl-System bzw. das neuronale Netz mit jeder Information dazu und optimiert sich dadurch permanent selbst, falls vor der eigentlichen Diagnose eines Patienten zuvor ein Training des Kl-Systems durchgeführt wird, nämlich auf Grundlage der Daten von Personen, von denen der Gesundheitszustand eindeutig bekannt ist. Im Ergebnis wird hierbei die Diagnose eines einzelnen mit den Diagnosen von unzähligen Sensorinformationen/Anwendern (auch historisch) abgeglichen. Die Genauigkeit und damit die Aussagefähigkeit der Messergebnisse werden somit - im Trainingsmodus - permanent optimiert und verbessern sich mit jeder einzelnen Messung, nämlich in Bezug auf eine Person, deren Gesundheitszustand bekannt ist. Diesbezüglich wird gesondert darauf hingewiesen, dass es sich bei dem Kl-System bzw. einem neuronalen Netz nicht um ein einzelnes System bzw. Netz handelt, sondern um eine stetig steigende Zahl von solchen Systemen bzw. Netzen. Entsprechend sieht die Erfindung die Einbindung einer Mehrzahl von solchen Kl-Systemen bzw. neuronalen Netzen vor, zum Beispiel in Form eines umfassenden großen neuronalen Netzes, welches auf einer ständig wachsenden Anzahl von neuronalen Netzen basiert.

Der vorstehend genannte Aspekt des Trainings mittels spezifischer Lernwerte gilt auch für die erfindungsgemäße Einrichtung. Dies bedeutet, dass deren Kl- System bzw. neuronales Netz in der erläuterten Weise durch Eingabe von spezifischen Lernwerten trainiert ist, bevor dann in der Praxis die Untersuchung eines Patienten und eine anschließende Diagnose auf Grundlage der ermittelten Messwerte erfolgt.

Das Trainieren des Kl-Systems bzw. eines neuronalen Netzes durch Eingabe der besagten spezifischen Lernwerte erfolgt auf der Grundlage, dass hierbei EKG- Signale an Patienten aufgenommen bzw. verarbeitet werden, zu denen eine eindeutige Kenntnis/ Information bezüglich des Gesundheitszustands („gesund“ oder „krank“, z.B. mithilfe der Koronarangiografie) vorliegt. Weitere Details bezüglich der Durchführung eines solchen Trainings werden nachfolgend im Zusammenhang mit einer zugehörigen Ausführungsform der Erfindung noch gesondert erläutert.

Die vorliegende Erfindung sieht auch ein Verfahren zur Ermittlung und Darstellung eines auf das Herz bezogenen Raumvektors vor, der den Vektor des elektrischen Feldes darstellt, das durch die Aktivität des Herzens gebildet wird. Hierbei werden Messwerte des Herzens am Körper an einem ersten Ableitungs- punkt, an einem zweiten Ableitungspunkt, an einem dritten Ableitungspunkt und an einem vierten Ableitungspunkt erfasst, wobei Potentialdifferenzen in Form einer anterioren Ableitung zwischen dem ersten Ableitungspunkt und dem vierten Ableitungspunkt, einer dorsalen Ableitung zwischen dem zweiten Ableitungs- punkt und dem vierten Ableitungspunkt, einer horizontalen Ableitung zwischen dem dritten Ableitungspunkt und dem vierten Ableitungspunkt, einer vertikalen Ableitung zwischen dem ersten Ableitungspunkt und dem dritten Ableitungs- punkt, und einer inferioren Ableitung zwischen dem ersten Ableitungspunkt und dem zweiten Ableitungspunkt gemessen werden. Es werden ein orthogonales System mit den Beziehungen: x = D cos 45° - 1

y = D sin 45° + A

z = (V - H) sin 45° gebildet und die Messwerte und der daraus ermittelte Raumvektor in diesem orthogonalen System (x, y, z) abgebildet. Im Anschluss daran werden bei diesem Verfahren folgende Schritte durchlaufen:

(a) Durchführung einer Messung an einem Patienten unter Verwendung der ersten bis vierten Ableitungspunkte am Körper des Patienten, um damit für diesen Patienten ein Kardiogramm zu gewinnen,

(b) Extrahieren der Amplituden der R-Welle aus dem Kardiogramm von Schritt (a) für jeden Herzschlag in x- , y- und z-Richtung,

(c) Ermitteln von Mittelwerten m _c , p _y , m _z und Standard-Abweichungen s _c , o _y , Oz der jeweils in Millivolt erfassten Amplituden aus dem Kardiogramm gemäß Schritt (b), wobei mit diesen Mittelwerten m _c , p _y , m _z und Standard-Abweichungen o _x , o _y , o _z dann ein Berechnungsvektor gebildet wird,

(d) Bilden einer Koeffizientenmatrix, die auf Grundlage einer Hauptachsen- transformation für Messungen an Vergleichs-Patienten mit unterschied- lichen Anlageschemata gewonnen worden ist, (e) Multiplizieren des Berechnungsvektors von Schritt (c) mit der Koeffizien- tenmatrix von Schritt (d), zur Bildung eines Ergebnisvektors mit insgesamt sechs Hauptachsen,

(f) Extrahieren der ersten Hauptachse und der zweiten Hauptachse aus dem Ergebnisvektor von Schritt (e), zur Bildung eines Referenzpunktes im Raum der ersten und zweiten Hauptachse,

(g) Ermitteln eines euklidischen Abstands des Referenzpunktes von einem vorbestimmten Zielpunkt, der einer korrekten Position der vier Ableitungspunkte am menschlichen Körper entspricht,

(h) falls der Abstand des Referenzpunktes von dem vorbestimmten Zielpunkt größer als ein vorbestimmter Maximalwert ist: Durchführen einer Winkelkorrektur für ein aus dem ersten Ableitungspunkt, dem dritten Ableitungspunkt und dem vierten Ableitungspunkt gebildetes erstes Dreieck und für ein aus dem ersten Ableitungspunkt, dem zweiten Ableitungspunkt und dem vierten Ableitungspunkt gebildetes zweites Dreieck, so dass damit der euklidische Abstand zwischen dem Referenzpunkt und dem vorbestimmten Zielpunkt durch Anpassung des orthogonalen Systems (x, y, z) an die geänderte Geometrie minimiert wird.

Das zuletzt genannte Verfahren nach der Erfindung beruht auf der wesentlichen Erkenntnis, dass es auf Grundlage einerseits der Kenntnis einer korrekten Position für die vier Ableitungspunkte und andererseits einer Hauptachsen- transformation möglich ist, einen nicht korrekten Sitz einer Elektrode, die insbesondere dem ersten Ableitungspunkt zugewiesen ist, zu kompensieren, so dass die gewonnenen Messwerte des Patienten weiterhin verwendet werden können und eine realistische Diagnose für den untersuchten Patienten ermöglichen.

In vorteilhafter Weiterbildung der Erfindung kann bei dem zuletzt genannten Verfahren vorgesehen sein, dass vor Durchführung des Schritts (h) der vorbestimmte Zielpunkt aus einem Zielgebiet ausgewählt wird, das auf Grund- lage von Mittelwerten und Standardabweichungen einer Mehrzahl von Messungen gebildet wird. Dies bedeutet, dass mit diesen Messungen Vergleichs- werte für die Positionen der Elektroden am menschlichen Körper gewonnen werden, um damit die Winkelkorrektur gemäß Schritt (h) durchzuführen.

Zur Überwachung des Herzens insbesondere bei einem Menschen ist gemäß der vorliegenden Erfindung auch ein Verfahren vorgesehen, bei dem EKG-Signale am Herzen aufgenommen und auf Grundlage dessen ein Raumvektor anhand der Vektorkardiographie bestimmt wird, wobei dieser Raumvektor den zeitlichen Verlauf des Summenvektors des elektrischen Feldes des Herzens abbildet und eine der Feldrichtung entsprechende Richtung und eine dem Potential entsprechende Länge aufweist. Es wird ein Quotient aus den Flächen, die von einer Länge des Raumvektors (= Radiusvektor) als Funktion der Zeit jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichen werden, gebildet, wobei anschließend dieser dimensionslose und skalare Quotient einer weiteren Auswertung zugeführt wird. Im Zuge dieser weiteren Auswertung wird der Quotient gebildet aus der Fläche (R-Welle)/Fläche (T-Welle) jeweils in Bezug zu vorbestimmten Grenzwerten gesetzt, die eine Relevanz für das zu unter- suchende Krankheitsbild aufweisen. Dies bedeutet, dass der besagte Quotient gebildet aus der Fläche (R-Welle)/Fläche (T-Welle) mit zumindest einem vorbestimmten Grenzwert korreliert bzw. verglichen wird, auf Grundlage dessen dann eine Diagnose für den untersuchten Patienten in Hinblick auf ein bestimmtes Krankheitsbild (z.B. KHK und/oder HRS und/oder Herzklappen- insuffizienz eines Patienten ) erstellt wird bzw. möglich ist.

In vorteilhafter Weiterbildung des zuletzt genannten Verfahrens wird für das untersuchte Herz eine koronare Herzkrankheit (KHK) erkannt bzw. festgestellt, falls der aus den von dem Raum vektor jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichenen Flächen gebildete Quotient

Fläche (R-Welle)

= a

Fläche (T-Welle) nicht im Intervall [3O,KHK, 3I ,KHK] bzw. ausserhalb dieses Intervalls liegt. Dieses Intervall wird durch einen unteren Grenzwert 3O,KHK und durch einen oberen Grenzwert ai ,KHK definiert. Diese Grenzwerte 3O,KHK und ai ,KHK können in Abhängigkeit von einem Trainingsset bestimmt werden. Des Weiteren wird darauf hingewiesen, dass die Indizierung„KFIK“ des unteren und oberen Grenz- werts ao.KHK und ai.KHK für die vorliegende Erfindung dahingehend zu verstehen ist, dass mit Hilfe dieser Grenzwerte das Krankheitsbild einer koronaren Flerzkrankheit („KFIK“) erkannt werden kann, die auch unter der Bezeichnung ischämische Flerzkrankheit („IHK“) bekannt ist.

Bei dem soeben diskutierten Verfahren nach der vorliegenden Erfindung kann für das untersuchte Flerz auch eine Flerzrhythmusstörung (FIRS) erkannt werden, falls der aus den von dem Raumvektor (10) jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichenen Flächen gebildete Quotient die Bedingung

Fläche (R-Welle)

- < ao, HRS

Fläche (T-Welle) oder

Fläche (R-Welle)

- > ai .HRS

Fläche (T-Welle)

erfüllt.

Entsprechend ist es nach dem zuletzt diskutierten Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung möglich, durch einen Vergleich des Quotienten gebildet aus den Flächen, die von einer Länge des Raumvektors (= Radiusvektor) als Funktion der Zeit jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichen werden, mit vorbestimmten Werten für den Parameter„a“ eine zutreffende Erstdiagnose für das untersuchte Flerz eines Patienten zu erstellen, im Hinblick auf ein mögliches Vorliegen einer FIRS. In Abhängigkeit davon, ob konkret das Vorliegen einer HRS oder oder KHK festgestellt werden soll, versteht sich, dass die Grenzwerte ao und ai zum Erkennen dieser Krankheitsbilder und damit für einen Vergleich bzw. eine Korrelation mit dem Quotienten gebildet aus der Fläche (R-Welle)/Fläche (T- Welle), der auf entsprechenden Daten basiert, geeignet sind. Im Zusammenhang mit einer HRS kann dies durch die Indizierung„HRS“ ausgedrückt werden (d.h. durch ao.HRs , ai.HRs ); im Zusammenhang mit einer KHK kann dies durch die Indizierung„KHK“ ausgedrückt werden (d.h. durch 3O,KHK , a-i ,kHk ).

Falls in Bezug auf ein zu untersuchendes Krankheitsbild (z.B. HRS und/oder KHK) belastbare Daten für die unteren und oberen Grenzwerte ao, ai vorliegen, können diese Grenzwerte vor der Untersuchung eines Patienten auf diese vorbestimmten Werte festgelegt werden, jeweils in Abhängigkeit davon, ob das Vorliegen einer HRS oder einer KHK untersucht werden soll. Alternativ hierzu ist es möglich, diese Grenzwerte mit Hilfe von einem Trainingsset von Datensätzen einer Vielzahl von Probanden zu verwenden, wie nachstehend im Detail erläutert.

In vorteilhafter Weiterbildung der Erfindung können die unteren und oberen Grenzwerte ao und ai jeweils mit Hilfe eines Trainingssets von Probanden-Daten bestimmt werden. Hierbei werden folgende Schritte durchgeführt:

(i) Berechnung des Quotienten Fläche (R-Welle) / Fläche (T-Welle) für alle Probanden, um damit Ratio-Zeitreihen zu erhalten,

(ii) Berechnung eines Mittelwertes (m) und einer zugehörigen Standardabweichung (o) aus den Ratio-Zeitreihen von Schritt (i),

(iii) Bestimmung des unteren Grenzwertes ao unter Berücksichtung des Mittelwertes (m) und der Standardabweichung (o) von Schritt (ii), durch die Beziehung:

ao = Mittelwert (m) - Standardabweichung (o),

und/oder

Bestimmung des oberen Grenzwertes ai unter Berücksichtung des Mittelwertes (m) und der Standardabweichung (o) von Schritt (ii), durch die Beziehung:

ai = Mittelwert (m) + Standardabweichung (o). In Bezug auf die vorstehend genannten Schritte (i) bis (iii) versteht sich, dass diese einem Training zuzuordnen sind, mit dem die unteren und oberen Grenzwerte ao und ai mit größerer„Belastbarkeit“ bestimmt werden können, um anschließend und auf Grundlage dessen eine tatsächliche Diagnose eines Patienten für das untersuchte Krankheitsbild mit größerer Genauigkeit zu erstellen.

Zur Klarstellung der vorstehend genannten Rechenvorschrift in Schritt (iii) sei nochmals darauf hingewiesen, dass der untere Grenzwert ao dadurch gebildet wird, dass der Mittelwert m und die zugehörige Standardabweichung c vonein- ander subtrahiert werden. Demgegenüber wird der obere Grenzwert ai dadurch gebildet, dass der Mittelwert□ und die zugehörige Standardabweichung c mit- einander addiert werden.

In Bezug auf die vorstehend genannte Bestimmung der unteren und oberen Grenzwerte ao und ai versteht sich, dass die zugrunde liegenden Daten der Probanden, mit denen gemäß Schritt (i) die Ratio-Zeitreihen gebildet werden, sich jeweils auf das zu untersuchende Krankheitsbild HRS und/oder KHK beziehen bzw. hierfür relevant sind. Beispielsweise werden zur Untersuchung des Vorliegens einer koronaren Herzkrankheit („KHK“) die Grenzwerte 3O,KHK und ai, KHK lediglich anhand solcher Datensätze von Probanden bestimmt, von denen mit sicherer Kenntnis ausgeschlossen werden kann, dass sie an einer KHK bzw. IHK erkrankt sind. Mutatis mutandis gilt dies auch für die Grenzwerte ao.HRs , ai.HRs bei der Untersuchung eines Patienten hinsichtlich des Vorliegens einer HRS.

Gemäß einer vorteilhaften Weiterbildung der Erfindung ist vorgesehen, dass zur Bestimmung des unteren und oberen Grenzwerts lediglich die Datensätze von gesunden Patienten („- -“) verwendet werden. Im Vergleich zu den Datensätzen von kranken Patienten hat dies den Vorteil, dass die Standardabweichungen der Mittelwerte von den gesunden Patienten in der Regel geringer sind, wodurch das Erkennen der Krankheitsbilder bzw. Befunde HRS und/oder KHK mit größerer Genauigkeit bzw. Zuverlässigkeit möglich ist.

In vorteilhafter Weiterbildung der Erfindung, insbesondere in Bezug auf alle der vorstehend genannten Verfahren, kann vorgesehen sein, dass zur Aufnahme der EKG-Signale ein T-Shirt verwendet wird, welches vier Sensoren bzw. Elektroden aufweist, die einer korrekten Position der vier Ableitungspunkte am Körper des Patienten zugeordnet sind. Diese Elektroden können in den Stoff des T-Shirts geeignet eingearbeitet sein. In gleicher Weise wie ein T-Shirt kann für die Sensoren bzw. Elektroden, die in Kontakt mit dem Körper des Patienten zu bringen sind, auch eine tragbare bzw. mobile Sensorik vorgesehen sein, z.B. in Form eines Brustgurtes oder dergleichen. Wichtig hierbei ist, dass bei einer solchen tragbaren Sensorik die einzelnen Sensoren bzw. Elektroden zu einem Verbund miteinander verbunden sind und hierdurch auch eine genaue Posi- tionierung an den jeweiligen Ableitungspunkten am Körper des Patienten erreicht wird. Entsprechend erübrigt sich damit ein manuelles Anlegen der einzelnen Sensoren am Körper des Patienten.

Bei dem bzw. den vorstehend genannten Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung handelt es sich um einen nicht-invasiven, reproduzierbaren, schnell durchführbaren und kostengünstigen Diagnose-Ansatz zur Erkennung hämo- dynamisch relevanter Stenosen der Koronararterien in Ruhe. Die Diagnose erfolgt über eine computerbasierte infinitesimale, dreidimensionale Verrechnung der Erregungsabläufe des Säugerherzens basierend auf einem spezifischen Algorithmus in Verbindung mit einem Kl-System bzw. einem neuronalen Netzwerk in Korrelation zur intrinsischen Blutversorgung sowie der spezifischen räumlichen Ausrichtung des Myokards im Dipolfeld als Funktion der Zeit ausgehend von einem definierten Punkt. Mit einem erfindungsgemäßen Verfahren ist es möglich, in Bezug auf die untersuchten Patienten eine Sensitivität von 95 bis über 99% und eine Spezifität von 80 bis über 90% zu erreichen. Dieser Ansatz wird von der Anmelderin auch als„Cardisiographie“ bezeichnet. In Bezug auf die vorliegende Erfindung wird gesondert hervorgehoben, dass deren Durchführung vorzugsweise unter Verwendung eines Computers oder vergleichbarer Rechnereinheiten erfolgt. Dies bedeutet, dass beispielsweise das System basierend auf künstlicher Intelligenz (Kl), welches bei einem erfindungs- gemäßen Verfahren von Anspruch 1 und der entsprechenden Einrichtung von Anspruch 14 zur Früherkennung des Vorliegens einer KHK und/oder einer HRS verwendet wird, mit Hilfe eines Computers oder dergleichen zum Einsatz kommt. Mutatis mutandis gilt dies auch für ein Verfahren gemäß Anspruch 20 insbeson- dere in Bezug auf dessen Schritte (b) bis (h), und auch für ein Verfahren gemäß Anspruch 28 in Bezug auf die Auswertung des Quotienten gebildet aus der Fläche (R-Welle)/Fläche (T-Welle) vorzugsweise unter Berücksichtigung von zumindest einem vorbestimmten Grenzwert.

Nachstehend sind verschiedene Ausführungsformen der Erfindung anhand einer schematisch vereinfachten Zeichnung im Detail beschrieben.

Es zeigen:

Fig. 1 eine vereinfachte Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Ein- richtung zur Früherkennung des Vorliegens einer KHK oder von HRS,

Fig. 2 die Ansicht eines Patienten von vorne (Fig. 2a) und von hinten (Fig.

2b),

Fig. 3 die Ansicht eines T-Shirts von vorne (Fig. 3a) und von hinten

(Fig. 3b), das bei der Einrichtung gemäß Fig. 1 verwendbar ist,

Fig. 4, Fig. 7b jeweils die Ansicht eines Patienten von vorne, zur

Verdeutlichung eines orthogonalen Systems (x, y, z), in dem gemäß der vorliegenden Erfindung ein Raumvektor abgebildet wird,

Fig. 5 schematische vereinfachte Ansichten eines ersten Dreiecks

(Fig. 5a) und eines zweiten Dreiecks (Fig. 5b), auf Grundlage derer in Bezug auf das orthogonale System nach Fig. 4 erfindungsgemäß eine Winkelkorrektur durchgeführt wird, Fig. 6 eine prinzipiell vereinfachte Ansicht einer erfindungsgemäßen

System-Architektur, innerhalb derer die erfindungsgemäße Einrichtung von Fig. 1 eingesetzt wird,

Fig. 7a eine prinzipiell vereinfachte Darstellung eines Raumvektors, der bei einer Aktivität des menschlichen Flerzens gebildet wird,

Fig. 8 ein Ablaufdiagramm, mit dem ein Verfahren nach der vorliegenden

Erfindung durchgeführt wird,

Fig. 9 ein Ablaufdiagramm, mit dem ein Verfahren nach der vorliegenden

Erfindung gemäß einer weiteren Ausführungsform durchgeführt wird,

Fig. 10 eine prinzipiell vereinfachte Darstellung einer 3D-Matrix (Fig. 10a) von Messwerten bzw. eine normierte Version hiervon (Fig. 10b), mit den aus den Parameter-Zeitreihen bzw. Parametern abgeleiteten Statistiken, die bei einem Verfahren gemäß Fig. 8 bzw. Fig. 9 zur Anwendung kommt,

Fig. 1 1 a-1 1 d beispielhafte Zeitreihen-Parameter, die bei einem Verfahren gemäß

Fig. 9 anwendbar sind,

Fig. 12 beispielhafte statistische Verfahren, die bei einem Verfahren gemäß Fig. 9 anwendbar sind,

Fig. 13 ein Ablaufdiagramm, mit dem ein Verfahren nach der vorliegenden

Erfindung durchgeführt wird,

Fig. 14 ein weiteres Ablaufdiagramm, mit dem ein Verfahren nach der vorliegenden Erfindung gemäß einer weiteren Ausführungsform durchgeführt wird,

Fig. 15 die Multiplikation einer Berechnungsmatrix mit einem

Berechnungsvektor nach einem weiteren Verfahren der vorliegenden Erfindung,

Fig. 16 eine prinzipiell vereinfachte Flauptachsentransformation für das

Verfahren von Fig. 15,

Fig. 17 eine vereinfachte Veranschaulichung der Bildung eines Quotienten aus den Flächen, die von einer Länge des Raumvektors (= Radiusvektor) als Funktion der Zeit jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichen werden, und Fig. 18 eine vereinfachte Veranschaulichung einer Mehrzahl von neuronalen Netzen, die bei einer Anwendung bzw. Durchführung der vorliegenden Erfindung zum Einsatz kommen.

Nachfolgend sind unter Bezugnahme auf die Fig. 1 -18 bevorzugte Ausführungs- formen von erfindungsgemäßen Flerzüberwachungsverfahren und einer hierzu eingesetzten Einrichtung 10 im Detail dargestellt und erläutert. Gleiche Merkmale in der Zeichnung sind jeweils mit gleichen Bezugszeichen versehen. An dieser Stelle wird gesondert darauf hingewiesen, dass Darstellungen in der Zeichnung lediglich vereinfacht und insbesondere ohne Maßstab gezeigt sind.

Die Einrichtung 10, in Fig. 1 prinzipiell vereinfacht dargestellt, dient bei der Unter- suchung eines Patienten 1 1 (vgl. Fig. 2) zur Früherkennung des Vorliegens einer Koronaren Flerzkrankheit (KFIK) oder einer Flerzrhythmusstörung (FIRS). Hierzu umfasst die Einrichtung 10 vier Sensoren bzw. Elektroden S1 , S2, S3, S4, einen datentechnischen Filter 16, eine Auswerteeinrichtung 18 und ein System 20 basierend auf Künstlicher Intelligenz (Kl). Die Auswerteeinrichtung 18 ist mit einem (nicht gezeigten) Speicherelement ausgestattet, so dass darin Mess- signale bzw. -werte zumindest kurzzeitig gespeichert werden können. Das Kl- System 20 kann zumindest ein neuronales Netz 20N (vgl. auch Fig. 18) oder eine Mehrzahl solcher neuronalen Netze aufweisen bzw. aus solchen neuronalen Netzen gebildet sein.

Die Sensoren S1 -S4 sind signaltechnisch (z.B. über eine Kabelverbindung, oder über eine drahtlose Funkstrecke) derart an die Einrichtung 10 angeschlossen, dass deren Messwerte zunächst den Filter 16 durchlaufen und anschließend in die Auswerteeinrichtung 18 gelangen. Die Auswerteeinrichtung 18 ist daten- technisch mit dem Kl-System 20 verbunden, derart, dass die Messgrößen, die mittels der Auswerteeinrichtung 18 geeignet aufbereitet bzw. in orthogonalisierte Messgrößen auf Grundlage der Vektorkardiographie überführt werden, wie nachstehend noch gesondert ist, in das Kl-System 20 eingegeben werden können. Dies erfolgt zum Zwecke einer Diagnose für den Patienten 1 1 , der unter Verwendung der Einrichtung 10 untersucht wird. Fig. 2 zeigt - zum verbesserten Verständnis der Erfindung - einen Patienten 1 1 , nämlich in einer Ansicht von vorne (Fig. 2a) und in einer Ansicht von hinten (Fig. 2b). Am Körper 14 des Patienten 1 1 sind insgesamt vier Ableitungspunkte vorgesehen, nämlich ein erster Ableitungspunkt E1 , ein zweiter Ableitungspunkt E2, ein dritter Ableitungspunkt E3 und ein vierter Ableitungspunkt E4. Die Ableitungspunkte E1 , E3 und E4 befinden sich jeweils im Brustbereich des Patienten 1 1 , wobei der Ableitungspunkt E2 sich im Rückenbereich des Patienten 1 1 befindet. In Bezug auf diese vier Ableitungspunkte E1 bis E4 ist zu beachten, dass der erste Sensor S1 an dem ersten Ableitungspunkt E1 , der zweite Sensor S2 an dem zweiten Ableitungspunkt E2, der dritte Sensor S3 an dem dritten Ableitungspunkt E3 und der vierte Sensor S4 an dem vierten Ableitungspunkt E4 am Körper 14 des Patienten 1 1 angebracht werden. Zwischen diesen Ableitungspunkten werden jeweils Potentialdifferenzen gemessen, wie nachstehend noch gesondert erläutert. Bezüglich weiterer Details zu den Positionen dieser einzelnen Ableitungspunkte E1 -E4 am Körper 14 des Patienten wird auf die Offenbarung gemäß EP 86 429 B1 , auf deren Inhalt hiermit in vollem Umfang Bezug genommen wird.

In der Fig. 3 ist vereinfacht ein T-Shirt 22 gezeigt. Die vorstehend genannten Sensoren S1 -S4 der Einrichtung 10 können in das T-Shirt 22 integriert sein, zum Beispiel durch ein Verweben in dessen textiler Struktur. Ein solches T-Shirt 22 führt zu dem Vorteil, dass ein Patient 1 1 zur Vorbereitung einer Untersuchung lediglich dieses T-Shirt 22 anzieht bzw. überstreift, wobei dann die in das T-Shirt 22 integrierten Sensoren S1 -S4 automatisch in ihre bestimmungsgemäße Position angrenzend zu den vier Ableitungspunkten E1 -E4 gelangen. Durch den Einsatz eines solchen T-Shirts 22 erübrigt sich ein zeitaufwendiges und ggf. fehlerträchtiges manuelles Anlegen der einzelnen Sensoren S1 -S4 am Körper 14 des Patienten 1 1 . Alternativ zu dem T-Shirt 22 kann auch ein (nicht gezeigter) Brustgurt verwendet werden, an dem die Sensoren bzw. Elektroden S1 -S4 angebracht sind. Zur Untersuchung eines Patienten 1 1 bzw. zur Gewinnung eines Probedaten- satzes zum Training des Kl-Systems 20 werden die vier Sensoren S1 -S4 an den zugeordneten vier Ableitungspunkten E1 -E4 am menschlichen Körper 14 positioniert. Im Anschluss daran werden im Ruhezustand des Patienten 1 1 mit Hilfe der in Position gebrachten Sensoren S1 -S4 EKG-Signale am Herzen 12 des Patienten 1 1 aufgenommen. Die EKG-Signale werden sodann durch den Filter 16 geeignet gefiltert, und anschließend in der Auswerteeinrichtung 18 in orthogonalisierte Messgrößen (in die Achsen x, y, z) nach dem Sanz ^' schen System gemäß EP 86 429 B1 transformiert.

In der Fig. 4 sind die Achsen x, y, z nach dem Sanz ^' schen System veran- schaulicht, in Bezug auf den Körper 14 eines Patienten 1 1 und dessen Herz 12. Diesbezüglich wird auch auf die Fig. 5 verwiesen, wobei in Fig. 5a schematisch ein erstes Dreieck 31 veranschaulicht ist, welches zwischen den Ableitungs- punkten E1 , E3 und E4 gebildet wird, und in Fig. 5b ein zweites Dreieck 32 veran- schaulicht ist, welches zwischen den Ableitungspunkten E1 , E2 und E4 gewählt ist. Die Bedeutung dieser beiden Dreiecke 31 , 32 wird nachfolgend noch gesondert erläutert.

Wie bereits erläutert, werden zwischen den einzelnen Ableitungspunkten E1 -E4 jeweils Potentialdifferenzen erfasst. Im Einzelnen sind dies eine anteriore Ableitung A zwischen dem ersten Ableitungspunkt E1 und dem vierten Ablei- tungspunkt E4, eine dorsale Ableitung D zwischen dem zweiten Ableitungspunkt E2 und dem vierten Ableitungspunkt E4, eine horizontale Ableitung H zwischen dem dritten Ableitungspunkt E3 und dem vierten Ableitungspunkt E4, eine vertikale Ableitung V zwischen dem ersten Ableitungspunkt E1 und dem dritten Ableitungspunkt E3, und schließlich eine inferiore Ableitung I zwischen dem ersten Ableitungspunkt E1 und dem zweiten Ableitungspunkt E2. Aus dem ersten Ableitungspunkt E1 , dem dritten Ableitungspunkt E3 und dem vierten Able- itungspunkt E4 wird - ausweislich der Darstellung in Fig. 5a - ein erstes Dreieck 31 gebildet, wobei aus dem ersten Ableitungspunkt E1 , dem zweiten Ableitungs- punkt E2 und dem vierten Ableitungspunkt E4 - ausweislich der Darstellung in Fig. 5b - ein zweites Dreieck 32 gebildet wird. Die genannten Ableitungen sind mit ihren Bezeichnungen A, D, H, V und I ebenfalls in den Darstellungen von Fig. 5a und Fig. 5b gezeigt. Für weitere Zusammenhänge in Bezug auf diese Ableitungen darf an dieser Stelle auf den Inhalt der EP 86 429 B1 verwiesen werden.

Die Bedeutung der ersten und zweiten Dreiecke 31 , 32 ist nachfolgend noch an anderer Stelle im Zusammenhang mit einem sog.„Korrektur-Verfahren“ gemäß der vorliegenden Erfindung gesondert erläutert.

Bei Durchführung einer EKG-Messung gelangen die elektrischen Messwerte der vorstehend genannten Ableitungen A, D, H, V und I in die Einrichtung 10 und werden darin, wie oben bereits erläutert, entsprechend weiter verarbeitet.

Unter Bezugnahme auf die Fig. 6 werden nachfolgend weitere Einzelheiten der Einrichtung 10 und deren Einbindung in eine erfindungsgemäße Gesamt- architektur zur Durchführung der vorliegenden Erfindung erläutert. Flierzu im Einzelnen:

Die Architektur gemäß Fig. 6 sieht folgende Komponenten vor: Sensoreinrichtung 100, Datenaufzeichner 102, Cardisio®-Vorrichtung 106 und Server 1 13. Der Datenaufzeichner 102 umfasst einen Signalempfänger 103, einen Signal- konverter 104 und einen Signalspeicher 105. Die Cardisio-Vorrichtung 106 umfasst einen Signalleser 107, einen Vektordaten-Generator 108, einen Vektor- daten-Speicher 109, einen Vektordaten-Auswerter 1 10, einen Vektordaten- Synchronisierer 1 1 1 und eine Vektordaten-Anzeige 1 12. Der Server umfasst 1 13 einen Vektordaten-Speicher 1 14, einen Vektordaten-Analysator 1 15 und einen Vektordaten-Auswerte-Speicher 1 16.

Die Sensoreinrichtung 100 wird durch die vorstehend genannten vier Sensoren bzw. Elektroden S1 -S4 der Einrichtung 10 ausgebildet.

Die Sensoreinrichtung 100 und der Datenaufzeichner 102 bilden die Kompo- nenten bzw. Bauteile der Einrichtung 10, die zur Messung bzw. Aufnahme der EKG-Signale dienen. Hiermit werden die analogen EKG-Signale empfangen, verarbeitet und geeignet in digitale Signale transformiert. Wie bereits erläutert, können die digitalen Signale zumindest kurzzeitig in dem Speicherelement der Auswerteeinrichtung 18 - vorliegend in Form des Signalspeichers 105 - gespeichert werden.

Die Cardisio-Vorrichtung 106 liest die digitalen Signale von dem Datenauf- zeichner 102, zwecks einer Bestimmung von Vektordaten auf Grundlage der digitalen Signale mittels des Vektordaten-Generators 108. Die hierbei erzeugten Vektordaten werden anschließend in dem Vektordaten-Speicher 109 gespeichert. Ausgehend hiervon erzeugt der Vektordaten-Auswerter 110 eine Darstellung dieser Vektordaten z.B. in Form einer dreidimensionalen Kurve, wobei diese Darstellung dann mittels der Vektordaten-Anzeige 112 gezeigt bzw. anschaulich gemacht wird.

Die Architektur gemäß Fig. 6 veranschaulicht des Weiteren, dass innerhalb der Cardisio-Vorrichtung 106 der Vektordaten-Auswerter 110 signaltechnisch mit dem Vektordaten-Synchronisierer 111 verbunden ist, und Letzterer über eine Signalstrecke bzw. -Verbindung an den Server 113 angeschlossen ist. Hierdurch können die erzeugten Vektordaten über den Vektordaten-Synchronisierer 111 zunächst in den Vektordaten-Speicher 114 auf dem Server 113 eingelesen werden. Im Anschluss daran ist es mittels des Vektordaten-Analysators 115 möglich, eine gezielte Auswertung von größeren Datenmengen bzw. der erzeugten Vektordaten vorzunehmen und diesbezüglich statistische Analysen durchzuführen. Schlussendlich werden die manuellen und/oder automatischen Auswertungen der Datensätze in dem Vektordaten-Auswerte-Speicher 116 gespeichert, wobei ausgehend hiervon diese Auswertungen wieder auf die Vorrichtung 106 hochgeladen werden können, z.B. zwecks einer Darstellung auf bzw. mit der Vektordaten-Anzeige 112.

Für die anhand der Fig. 6 erläuterten Komponenten und Bauteile der Sensor- einrichtung 100, des Datenaufzeichners 102, der Cardisio-Vorrichtung 106 und des Servers 113 versteht sich, dass diese jeweils Teile der erfindungsgemäßen Einrichtung 10 (vgl. Fig. 1 ) bilden. Insbesondere der Vektordaten-Auswerte- Speicher 1 16 ist Teil des Kl-Systems 20 bzw. eines neuronalen Netzes 20N, wobei hierin bereits bekannte Befunddaten von Vergleichspatienten gespeichert sind, bezüglich derer eine eindeutige Diagnose („gesund“ oder„krank“) bekannt ist.

Auf Grundlage der EKG-Messdaten, die mithilfe der vier Sensoren S1 -S4 am Herzen 12 eines Patienten 1 1 aufgenommen werden, kann durch die Auswerte- einrichtung 18 ein Raumvektor 24 erzeugt werden, der die elektrische Aktivität des Herzens 12 abbildet. Konkret bildet dieser Raumvektor 24 den zeitlichen Verlauf des Summensektors des elektrischen Feldes des Herzens 12 und weist eine der Feldrichtung entsprechende Richtung und eine dem Potenzial entsprechende Länge auf. Ein solcher Raumvektor 24 ist beispielhaft in der Fig. 7a gezeigt, der vorzugsweise in einem orthogonalen System abgebildet wird, das aus den Achsen x, y, z nach dem Sanz ^' schen System (gemäß EP 86 429 B1 ) gebildet wird. Fig. 7b zeigt nochmals - in gleicher Weise wie Fig. 4 - in vereinfachter Weise das Herz 12 eines Patienten 1 1 , in Verbindung mit den Achsen x, y, z nach dem Sanz ^' schen System.

Nachstehend ist ein Verfahren nach der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Fig. 8 erläutert, die ein Ablaufdiagramm von Schritten eines solchen Verfahrens zeigt. Hierzu im Einzelnen:

Zu Beginn des Verfahrens werden die Sensoren S1 -S4 der vorstehend erläuterten Einrichtung 10 (vgl. Fig. 1 ) am Oberkörper eines Patienten 1 1 angebracht, nämlich in Entsprechung der vier Ableitungspunkte E1 , E2, E3 und E4 (vgl. Fig. 2a, Fig. 2b). Zu diesem Zweck kann das T-Shirt 22 von Fig. 3 eingesetzt werden. In dieser Weise werden dann am Herzen 12 des Patienten 1 1 in nicht-invasiver Weise EKG-Signale aufgenommen, nämlich im Ruhe- zustand des Patienten 1 1 . Dies entspricht einem Schritt (i) des Verfahrens gemäß Fig. 8. Im Anschluss daran werden in einem Schritt (ii) des Verfahrens von Fig. 8 die aufgenommenen EKG-Signale filtertechnisch aufbereitet, nämlich, wie unter Bezugnahme auf Fig. 1 erläutert, durch den Filter 16. Ein solches Filtern dient dazu, hochfrequentes Rauschen und niederfrequente Störungen (z.B. verursacht durch die Atmung des Patienten) zu eliminieren. Beispielhafte Filtertypen sind Kerbfilter, Flochpassfilter, Sarvitzky-Golay-Tiefpassfilter.

In dem hiernach folgenden Schritt (iii) des Verfahrens von Fig. 8 werden dann die gefilterten EKG-Signale mittels der Auswerteeinrichtung 18, die signaltechnisch an den Filter 16 angeschlossen ist, auf Grundlage der Vektorkardiographie in orthogonalisierte Messgrößen überführt. Hierbei werden signifikante Bereiche in dem Signal eines Herzschlags lokalisiert, z.B. Beginn und Ende des QRS- Komplexes, Beginn, Maximum und Ende der T-Welle. Zur Bestimmung der tatsächlichen Zeitpunkte der physiologischen Extrempunkte ist es vorteilhaft, wenn die genannten Ableitungen A, D, H, I und V, die zwischen den Ableitungspunkten E1 -E4 (vgl. Fig. 2a, Fig. 2b) gewonnen werden, jeweils in Kugelkoordinaten transformiert werden.

Schließlich werden in einem weiteren Schritt (iv) des Verfahrens nach Fig. 8 die orthogonalisierten Messgrößen in das Kl-System 20 bzw. ein neuronales Netz 20N eingegeben. Hierbei ist zu beachten, dass das Kl-System 20 auf bereits bekannten Befunddaten von Vergleichspatienten basiert, für die - wie eingangs bereits erläutert - eine eindeutige Kenntnis in Bezug auf deren Gesund- heitszustand („gesund“ oder„krank“) vorliegt. Auf Grundlage dessen kann dann mittels des Vektordaten-Analysators 1 15 und des Vektordaten-Auswerte- Speichers 1 16 durch einen Vergleich der eingegebenen orthogonalisierten Messgrößen mit den Befunddaten der Vergleichspatienten innerhalb des Kl- Systems 20 eine Diagnose für den untersuchten Patienten 1 1 erstellt werden.

Für den Schritt (i) des Verfahrens von Fig. 8 empfiehlt sich, dass eine nicht- invasive Aufnahme von EKG-Signalen am Herzen 12 des Patienten 1 1 an genau den vier Ableitungspunkten E1 -E4 erfolgt, die vorstehend unter Bezugnahme auf die Fig. 2a und Fig. 2b erläutert worden sind. Mittels einer vorteilhaften Weiterbildung bzw. Ergänzung des Verfahrens von Fig. 8 ist es möglich, dass das Kl-System 20 bzw. das neuronale Netz 20N vor dem Schritt (iv) trainiert wird, nämlich durch eine Eingabe von spezifischen Lernwerten f. Dies ist nachfolgend anhand der Fig. 9 gezeigt und im Einzelnen erläutert:

Die Anzahl der spezifischen Lernwerte f, mit denen das Kl-System 20 bzw. das neuronale Netz 20N vor dem Schritt (iv) trainiert wird, kann zwischen 10 und 30 liegen, und z.B. den Wert von 20 annehmen. Diese spezifischen Lernwerte f werden durch folgende Schrittabfolge bestimmt:

(v) Bereitstellen von Messgrößen von einer Menge M (vgl. Fig. 10) von Patienten 11 mit einem bekannten Befund, wobei diese Messgrößen auf Grundlage der Vektorkardiographie orthogonalisiert sind,

(vi) Bereitstellen einer Mehrzahl von Zeitreihen-Parametern (vgl. Fig. 11a und Fig. 11 b) und zumindest einem statistischen Verfahren (vgl. Fig. 12),

(vii) Bilden einer 3D-Matrix 25 (vgl. Fig. 10a), wobei die orthogonalisierten Messgrößen der Menge (M) von Patienten die Zeilen, die Zeitreihen- Parameter die Spalten und die Zeitreihenlänge die Tiefe dieser Matrix (25) definieren, wobei im Falle skalarer Parameter die Tiefe gleich eins ist,

(viii) Klassifizieren aller Wertepaare der 3D-Matrix (25) nach dem Prinzip der „Area-under-Curve“ (AUC)-Berechnung,

(ix) Auswählen eines Wertepaars aus der Menge gemäß Schritt (viii) mit dem höchsten AUC-Wert,

(x) Überprüfen eines weiteren Wertepaars aus der Menge gemäß Schritt (viii), und Auswählen dieses Wertepaars, falls hierfür ein Schwellenwert für eine Korrelation mit dem Wertepaar von Schritt (ix) betragsmäßig kleiner als 1 ,65/VN ist, mit N= Anzahl der Datenpunkte bzw. Parameter-Statistiken (Patienten) gemäß Schritt (vi)

(xi) Wiederholen des Schritts (x) für ein weiteres Wertepaar aus der Menge gemäß Schritt (viii), und Auswählen dieses Wertepaars, falls ein Schwellenwert für eine Korrelation mit den zuvor ausgewählten Wertepaaren jeweils betragsmäßig kleiner als 1 ,65L/N ist, und

(xii) Wiederholen der Schritte (ix) bis (xi) solange, bis eine vorbestimmte Anzahl von z.B. 20 Wertepaaren erreicht ist, die dann als spezifischen Lernwerte f definiert und zum Trainieren des Kl-Systems (20) darin eingegeben werden.

Die vorstehend genannten Schritte (v) bis (xii) der Weiterbildung des Verfahrens gemäß Fig. 9 sind in dem zugehörigen Ablaufdiagramm jeweils vereinfacht durch Blöcke symbolisiert. Hierbei ist der Pfeil„f“, der nach dem Schritt (xii) von unten in den Ablauf zwischen den Schritten (iii) und (iv) einmündet, so zu verstehen, dass die im Schritt (xii) definierten vorbestimmte Anzahl von spezifischen Lernwerten f in das Kl-System 20 bzw. das neuronale Netz 20N eingegeben werden.

In Bezug auf die vorteilhafte Weiterbildung des Verfahrens gemäß Fig. 9 darf erläuternd darauf hingewiesen werden, dass in Schritt (v) die Messgrößen der Menge M von Patienten 1 1 in Form von Zeitreihen vorzugsweise in Millisekunden oder in Form von Herzschlägen bereitgestellt werden. Die Bildung der 3D- Matrix 25 gemäß Schritt (vii) ist symbolisch in der Fig. 10a dargestellt. Die Menge M aller Patienten ist als Ordinate aufgetragen und kann, z.B. von oben nach unten gesehen, zunächst in eine Gruppe von gesunden Patienten (z.B. ohne KHK- Befund) und dann in eine Gruppe von kranken Patienten (z.B. mit KHK-Befund) unterteilt sein. Die 3D-Matrix umfasst die Menge M der insgesamt 284 Zeitreihen- , sowie der skalaren persönlichen Parameter, welche in den Fig. 1 1 a - 1 1 d gezeigt sind. In das Training des neuronalen Netzes gehen jedoch nur die 282 Zeitreihen Parameter ein.

In Bezug auf die 292 Parameter, die in den Fig. 1 1 a, 1 1 b, 1 1 c und 1 1 d dargestellt sind, wird gesondert darauf hingewiesen, dass es sich hierbei um 284 Zeitreihen- Parameter handelt. 8 persönliche skalare Parameter, die sich auf einen jeweils untersuchten Patienten beziehen werden über den Satz von Bayes für die Wahrscheinlichkeitsberechnungen berücksichtigt. An dieser Stelle wird gesondert darauf hingewiesen, dass bei dem vorstehend genannten Verfahren, in dessen Schritten (x) und (xi), die einzelnen Schwellenwerte für die jeweiligen Korrelationen mit dem Wertepaar von Schritt (ix) keinen konstanten festen Wert annehmen, sondern jeweils abhängig sind von der Anzahl von Herzschlägen bzw. von der Mehrzahl von Zeitreihen-Parametern gemäß Schritt (vi). Somit werden für kurze Zeitreihen (und damit kleinere Werte von N) höhere Korrelationen zugelassen, und umgekehrt.

Fig. 10b zeigt die 3D-Matrix in einer normierten Version mit einheitlicher Tiefe, die dadurch erreicht wird, dass deren Spalten (= Patienten-Daten) und Zeilen (= Zeitreihen-Parameter) mit einer Mehrzahl von statistischen Verfahren verknüpft bzw. verrechnet werden, von denen beispielhaft sechs Verfahren in Fig. 12 gezeigt sind, nämlich:

- Mittelwert

- Varianz

- Kurtosis,

- Schiefe,

- 5%-Quantil,

- 95%-Quantil.

Die mögliche Anwendung dieser sechs Verfahren ist in der Darstellung von Fig. 10b durch den Eintrag der„6“ (im Bildbereich rechts) angedeutet. Hierzu wird darauf hingewiesen, dass im Schritt (vii) zumindest eines dieser statistischen Verfahren, oder auch mehrere solcher Verfahren, angewendet werden können, um damit sowohl die Tiefe der 3D- Matrix 25 zu definieren und ggf. eine einheitliche Tiefe zur Realisierung einer normierten Matrix 25N erreicht wird.

Des Weiteren darf für das Verfahren gemäß Fig. 9 erläuternd darauf hingewiesen werden, dass in Schritt (viii) die AUC-Berechnung empirisch oder nach dem Prinzip der Johnson-Verteilung erfolgen kann. Das Prinzip der Johnson- Verteilung ist per se Stand der Technik bekannt, könnte jedoch mit der vorliegenden Erfindung erstmals im Zusammenhang mit der Auswertung von Patientendaten bzw. EKG-Signalen zwecks einer Früherkennung des Vorliegens einer KHK und/oder einer HRS eingesetzt werden.

Wie bereits erläutert, ist es zur Auswertung der Daten zwecks Erstellung einer Diagnose von Vorteil, wenn das Kl-System 20, in das die spezifischen Lernwerte f eingegeben werden, zumindest ein neuronales Netz 20N, oder eine Mehrzahl von solchen Netzen 20N, aufweist.

Mittels der vorliegenden Erfindung ist es möglich, wie erläutert einerseits ein Verfahren zur Früherkennung des Vorliegens einer KHK und/oder einer HRS eines zu untersuchende Patienten 1 1 durchzuführen, wie es anhand des Ablaufdiagramms von Fig. 8 gezeigt und erläutert worden ist. Andererseits ist es möglich, zur Verbesserung der Diagnose des Patienten 1 1 das Kl-System 20 (bzw. ein neuronales Netz 20N) vor der eigentlichen Messung einem Training zu unterziehen, wie es anhand des Ablaufdiagramms von Fig. 9 gezeigt und erläutert worden ist. Ein solches Training wird auf Grundlage der Daten von solchen Patienten durchgeführt, von denen eine eindeutige Kenntnis in Bezug auf deren Gesundheitszustand („gesund“ oder„krank“) vorliegt. Insoweit ist ein solches T raining im Sinne der vorigen Erfindung auch als„überwachtes T raining“ {supervised learning) zu verstehen.

Diese beiden Möglichkeiten, nämlich sowohl ein vorgeschaltetes Training für das Kl-System 20 (bzw. ein neuronales Netz 20N) als auch die eigentliche Durchführung der Vermessung eines Patienten 1 1 zwecks Erstellung einer gewünschten Diagnose, sind nachfolgend nochmals in den Ablaufdiagrammen der Fig. 13 und Fig. 14 dargestellt. Das Ablaufdiagramm von Fig. 13 zeigt mit seinen Blöcken 13.1 - 13.5 eine Schrittabfolge zwecks eines Trainings des Kl-Systems 20. Ein solches Training dient zur Optimierung der eigentlichen Untersuchung bzw. Diagnose eines Patienten 1 1 , die durch die Schrittabfolge des Ablaufdiagramms von Fig. 14 veranschaulicht ist.

Im Ablaufdiagramm von Fig. 13 entspricht der Schritt 13.1 im Wesentlichen dem Schritt (i) von Fig. 8, wobei der Schritt 13.2 im Wesentlichen dem Schritt (ii) von Fig. 8 entspricht. Gleiches gilt auch für den Schritt 13.3, der im Wesentlichen dem Schritt (iii) von Fig. 8 entspricht. Zur Vermeidung von Wiederholungen darf deshalb für diese Schritte 13.1 , 13.2 und 13.3 auf die Erläuterungen zu Fig. 8 verwiesen werden.

Der nun folgende Schritt 13.4 im Ablaufdiagramm von Fig. 13 entspricht einer Parameter-Gewinnung („ parameter extraction“), bei der - in Entsprechung der Schritte (v) bis (vii) von Fig. 9 - Zeitreihen-Parameter mit den Messgrößen einer Menge M von Patienten 1 1 verknüpft bzw. verrechnet werden. Auch hierbei erweist es sich als Vorteil, wenn dies auf Grundlage von Kugelkoordinaten erfolgt, in welche die Ableitungen A, D, Fl, I und V geeignet transformiert worden sind.

Der anschließende Schritt 13.5 bezweckt eine Merkmals-Bestimmung („ feature evaluation“) und entspricht im Wesentlichen eine Abfolge der Schritte (viii) bis (xii) von Fig. 9, die vorstehend bereits genannt und erläutert worden sind. Dies bedeutet, dass mit dieser Merkmals-Bestimmung gemäß Schritt 13.5 die spezifischen Lernwerte f bestimmt bzw. ermittelt werden.

Im Anschluss daran werden dann bei dem Ablaufdiagramm von Fig. 13, nämlich im Schritt IVT, die spezifischen Lernwerte f in das Kl-System 20 (bzw. in ein neuronales Netz 20N) eingegeben, in Entsprechung des Schritts (iv) von Fig. 8. Im Ergebnis wird damit durch die Eingabe der spezifischen Lernwerte f das Kl-System 20 geeignet trainiert. An dieser Stelle darf nochmals darauf hingewiesen werden, dass es im Rahmen dieses Trainings von großem Vorteil ist, dass die Anzahl der spezifischen Lernwerte f relativ gering ist, und z.B. den Wert 20 annehmen kann. Alternativ hierzu kann die Anzahl der spezifischen Lernwerte f auch kleiner oder größer 20 sein, und z.B. 15 oder 25 betragen. Jedenfalls ist in Bezug auf das hier diskutierte Training des Kl-Systems 20 mit Hilfe dieser Lernwerte f zu verstehen, dass diese stets anhand der Daten eines Patienten 1 1 gewonnen werden, für den eine eindeutige Kenntnis in Bezug auf deren Gesundheitszustand („gesund“ oder„krank“) vorliegt. Das Ablaufdiagramm von Fig. 14 veranschaulicht mit seiner Schrittabfolge dann die tatsächlich durchgeführte Diagnose für einen Patienten 1 1 . Hierbei entsprechen die Schritte 14.1 , 14.2 und 14.3 im Wesentlichen den Schritten 13.1 - 13.3, so dass zur Vermeidung von Wiederholungen auf die Erläuterung zu den Schritten 13.1 -13.3 verwiesen werden darf.

Der Schritt 14.5 beim Ablaufdiagramm von Fig. 14 sieht eine Merkmals-Auswahl („ feature selection“) vor - hierbei werden nur die Daten eines untersuchten Patienten 1 1 auf Grundlage der aufgenommenen EKG-Signale verwendet, die den zuvor gemäß Schritt 13.5 bestimmten spezifischen Lernwerten f entsprechen. Ein Vergleich dieser ausgewählten Merkmale bzw. Werte mit den vorbestimmten spezifischen Lernwerten f erfolgt dann in Schritt 14.6 („trained network“). Im Anschluss hieran wird dann im Schritt IVD mit Hilfe des trainierten Kl-Systems 20 für den Patienten 1 1 die eigentliche Diagnose IVD gestellt, in Entsprechung des Schritts (iv) von Fig. 8.

Die vorstehend erläuterte Diagnose eines Patienten 1 1 , die mit einer Einrichtung 10 von Fig. 1 und durch ein Verfahren nach dem Ablaufdiagramm von Fig. 8 bzw. Fig. 14 durchgeführt wird, als auch das T raining eines Kl-Systems 20 (bzw. eines neuronalen Netzes 20N), das nach dem Ablaufdiagramm von Fig. 9 bzw. Fig. 13 durchgeführt wird, beruhen stets darauf, dass die Sensoren S1 -S4 an dem Körper des Patienten 1 1 angebracht werden, z.B. unter Verwendung des T-Shirts von Fig. 3. Hierbei ist es nun nach einem weiteren Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung möglich, einen ggf. nicht korrekten Sitz dieser Sensoren S1 -S4 am Körper des Patienten 1 1 zu kompensieren, so dass damit eine weiterhin realistische Diagnose für den Patienten 1 1 gewährleistet ist. Ein solches Verfahren, nachstehend kurz als„Korrektur-Verfahren“ bezeichnet, sieht zunächst vor, dass ein auf das Herz 12 des Patienten 1 1 bezogener Raumvektor 24 (vgl. Fig. 7a), der den Vektor des durch die Aktivität des Herzens 12 gebildeten elektrischen Feldes darstellt, ermittelt und geeignet dargestellt wird. Hierbei werden Messwerte des Herzens 12 am Körper 14 des Patienten an den insgesamt vier Ableitungspunkten E1 -E4 erfasst, wie vorstehend bereits im Zusammenhang mit der Fig. 2 erläutert worden ist. Bei dem soeben genannten Korrektur-Verfahren wird auf Grundlage der Ableitungen A, D, H, I und V (vgl. Fig. 5a, Fig. 5b) ein orthogonales System mit den Beziehungen x = D cos 45° - 1

y = D sin 45° + A

z = (V - H) sin 45° gebildet, wobei die Messwerte für den Patienten 11 und der daraus ermittelte Raumvektor 24 in diesem orthogonalen System x, y, z abgebildet werden.

Damit sieht dann das Korrektur-Verfahren unter Bezugnahme auf die Darstellungen in den Fig. 5a, Fig. 5b, Fig. 15 und Fig. 16 im Einzelnen folgende Schritte vor:

(a) Durchführung einer Messung an einem Patienten unter Verwendung der ersten bis vierten Ableitungspunkte E1 -E4 am Körper 14 des Patienten, um damit für diesen Patienten ein Kardiogramm zu gewinnen,

(b) Extrahieren der Amplituden der R-Welle aus dem Kardiogramm von Schritt (a) für jeden Flerzschlag in x- , y- und z-Richtung,

(c) Ermitteln von Mittelwerten m _c , p _y , m _z und Standard-Abweichungen s _c , o _y , Oz der jeweils in Millivolt erfassten Amplituden aus dem Kardiogramm gemäß Schritt (b), wobei mit diesen Mittelwerten m _c , p _y , m _z und Standard-Abweichungen o _x , o _y , o _z dann ein Berechnungsvektor 26 gebildet wird,

(d) Bilden einer Koeffizientenmatrix 28, die auf Grundlage einer Flauptachsentransformation für Messungen an Vergleichs-Patienten mit unterschiedlichen Anlageschemata gewonnen worden ist,

(e) Multiplizieren des Berechnungsvektors 26 von Schritt (c) mit der Koeffizientenmatrix 28 von Schritt (d), zur Bildung eines Ergebnisvektors 30 mit insgesamt sechs Flauptachsen PCi - PC6,

(f) Extrahieren der ersten Flauptachse PCi und der zweiten Flauptachse PC2 aus dem Ergebnisvektor 30 von Schritt (e), zur Bildung eines Referenzpunktes PC-i, PC2 im Raum der ersten und zweiten Hauptachse,

(g) Ermitteln eines euklidischen Abstands des Referenzpunktes PC1 , PC2 von einem vorbestimmten Zielpunkt PCi ^fit , PC2 ^fit , der einer korrekten Position der vier Ableitungspunkte E1 -E4 am menschlichen Körper 14 entspricht, und

(h) falls der Abstand des Referenzpunktes PC1 , PC2 von dem vorbestimmten Zielpunkt PCi ^fit , PC2 ^fit größer als ein vorbestimmter Maximalwert ist: Durchführen einer Winkelkorrektur für ein aus dem ersten Ableitungspunkt E1 , dem dritten Ableitungspunkt E3 und dem vierten Ableitungspunkt E4 gebildetes erstes Dreieck 31 und für ein aus dem ersten Ableitungspunkt E1 , dem zweiten Ableitungspunkt E2 und dem vierten Ableitungspunkt E4 gebildetes zweites Dreieck 32, so dass damit der euklidische Abstand zwischen dem Referenzpunkt PC1 , PC2 und dem vorbestimmten Zielpunkt PCi ^m , PC2 ^m durch Anpassung des orthogonalen Systems x, y, z an die geänderte Geometrie minimiert wird.

Die obigen Schritte (a) bis (h) des Korrektur-Verfahrens sind dahingehend erläutert, dass es sich bei den Amplituden, mit denen im Schritt (c) der Berechnungsvektor 26 gebildet wird, um jene Messwerte handelt, die zuvor durch die Messung gemäß Schritt (a) bzw. bei dem Verfahren von Fig. 8 in dessen Schritt (i), beim Verfahren von Fig. 13 in dessen Schritt 13.1 und/oder beim Verfahren von Fig. 14 in dessen Schritt 14.1 nicht-invasiv mit den EKG-Signalen am Herzen 12 des Patienten 1 1 aufgenommen werden. Der Schritt (e), wonach der Berechnungsvektor 26 mit der 6x6-Koeffizientenmatrix 28 von Schritt (d) multipliziert und daraus der Ergebnisvektor 30 resultiert, ist in der Fig. 15 veranschaulicht. Dieser Ergebnisvektor 30 liegt in Form einer 6x1 -Matrix vor. Im Schritt (f) werden die dritte bis sechste Zeile des Ergebnisvektors 30, wie in Fig. 15 mit der Durchstreichung kenntlich gemacht, gestrichen bzw. für die weitere Berechnung ignoriert, womit die erste Hauptachse PC1 und die zweite Hauptachse PC2 aus dem Ergebnisvektor 30 extrahiert werden, zur Bildung des Referenzpunktes PC1 , PC2. Des Weiteren ist der euklidische Abstand, der im Schritt (g) des Korrektur-Verfahrens ermittelt wird, ist in dem Diagramm von Fig. 16 veranschaulicht.

Das Diagramm von Fig. 16 zeigt auch ein beispielhaftes Zielgebiet, hier durch ein Rechteck 34 mit gestrichelten Linien symbolisiert. Diesbezüglich wird darauf hingewiesen, dass vor Durchführung des Schritts (h) der vorbestimmte Zielpunkt PCi ^m , PC ₂ ^fit aus diesem Zielgebiet ausgewählt wird, das auf Grundlage von Standard-Abweichungen einer Mehrzahl von überprüften korrekten Messungen des Zielpunktes am menschlichen Körper 14 gebildet wird.

Im Schritt (h) des Korrektur-Verfahrens können durch die hierin definierte Winkelkorrektur Anpassungswerte e, h ermittelt werden, mit denen die nicht- rechtwinkligen Winkel a des ersten Dreiecks 31 und die nicht-rechtwinkligen Winkel ß des zweiten Dreiecks 32 korrigiert werden können. Damit ist es möglich, eine insbesondere nicht korrekte Position des ersten Ableitungspunkts E1 am menschlichen Körper 14 zu kompensieren, um gegebenenfalls nicht-rechtwink- lige Dreiecke zu berücksichtigen. In dieser Weise stellt der Anpassungswert e einen adjustierten Wert dar, der im Falle von korrekt angelegten Elektroden identisch mit dem Winkel a des ersten Dreiecks 31 ist. Gleiches gilt für den adjustierten Wert h , der im Falle von korrekt angelegten Elektroden mit dem Winkel ß des zweiten Dreiecks 32 übereinstimmt. Dieser Zusammenhang ist auch grafisch in den Darstellungen von Fig. 5a und Fig. 5b gezeigt.

Die vorstehend genannten Anpassungswerte e, h, die für die Winkelkorrektur von Schritt (e) verwendet werden können, lassen sich durch Minimierung des euklidischen Abstands zwischen Referenz und Zielpunkt bestimmen.

Die Koeffizientenmatrix 28, mit der in Schritt (e) der Berechnungsvektor 26 multipliziert wird, wird über eine Hauptachsentransformation einer 23x6-Matrix gebildet, die auf 23 Testmessungen und den Mittelwerten und Standard- Abweichungen der daraus ermittelten Messwerte beruht. Das vorstehend erläuterte Korrektur-Verfahren beruht auf dem Prinzip einer Hauptachsen-Transformation, mit der im Ergebnis ein nicht korrekter Sitz von Elektroden bzw. der Sensoren S1 -S4 am menschlichen Körper 14 kompensiert werden kann. Dies gilt insbesondere für die Position des Sensors S1 , der dem ersten Ableitungspunkt E1 zugeordnet ist, und ist z.B. für den Fall vorteilhaft, dass die Messwerte des Herzens 12 mit dem T-Shirt 22 von Fig. 3 erfasst werden.

Vorstehend ist bei der Diskussion von Fig. 7a bereits darauf hingewiesen worden, dass der darin gezeigte Raumvektor 24, der anhand der Vektorkardiographie bestimmt wird, die elektrische Aktivität des Herzens 12 darstellt. Für die vorliegende Erfindung wird damit auch ein Herzüberwachungsverfahren definiert, bei dem ein Quotient aus den Flächen, die von einer Länge des Raumvektors 24 (= Radiusvektor) als Funktion der zeit jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichen werden, gebildet wird, wobei anschließend dieser Quotient einer weiteren Auswertung zugeführt wird. Diese von dem Raumvektor 24 als Funktion der Zeit überstrichenen Flächen sind beispielhaft in dem Diagramm von Fig. 17 gezeigt.

Für die vorliegende Erfindung hat sich herausgestellt, dass für das untersuchte Herz 12 eines Patienten 1 1 eine Ischämie bzw. eine koronare Herzkrankheit (KHK) erkannt wird, falls der aus den von dem Raumvektor 24 jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichenen Flächen gebildete Quotient

Fläche (R-Welle)

- = a

Fläche (T-Welle) außerhalb eines Intervalls zwischen den Grenzwerten 3O,KHK und ai ,KHK liegt.

Einen Sonderfall der vorstehend genannten Erkenntnisse bildet der Fall, dass für das untersuchte Flerz 12 eine Flerzrhythmusstörung (FIRS) erkannt wird, falls der aus den von dem Raumvektor 24 jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichenen Flächen gebildete Quotient die Bedingung

Fläche (R-Welle)

- < ao, HRS

Fläche (T-Welle) oder die Bedingung

Fläche (R-Welle)

> ai, HRS

Fläche (T-Welle) erfüllt.

Hinsichtlich der Grenzwerte ao.KHK und ai ,KHK bzw ao.HRs und ai . HRs, mit denen der Quotient gebildet aus der Fläche (R-Welle/Fläche (T-Welle) bei der Unter- suchung des Vorliegens einer KHK und/oder HRS bei der tatsächlichen Untersuchung eines Patienten jeweils verglichen bzw. korreliert wird, darf zur Vermeidung von Wiederholungen auf die Erläuterungen im einleitenden Teil der vorliegenden Patentanmeldung verwiesen werden, wonach diese Grenzwerte auch in Abhängigkeit von einem Trainingsset bestimmt bzw. optimiert werden können.

Die verschiedenen Erkenntnisse, die für das zuletzt genannte Verfahren nach der vorliegenden Erfindung auf dem Verhältnis der Flächen, die von dem Raumvektor 24 als Funktion der Zeit jeweils während der R-Welle und während der T-Welle überstrichen werden, können selbstverständlich auch bei den zuvor genannten erfindungsgemäßen Verfahren angewendet bzw. berücksichtigt werden, die anhand der Ablaufdiagramme nach Fig. 8, Fig. 9, Fig. 13 bzw. Fig. 14 gezeigt und erläutert worden sind. Bezugszeichenliste

10 Einrichtung zur Früherkennung einer KHK oder einer HRS

11 Patient

12 Herz (des Patienten 11 )

14 Körper (des Patienten 11 )

16 Filter

18 Auswerteeinrichtung

20 System basierend auf Künstlicher Intelligenz (Kl)

20N Neuronales Netz

22 T-Shirt

24 Raumvektor

25 3D-Matrix

25N normierte 3D-Matrix

26 Berechnungsvektor

28 Koeffizientenmatrix

30 Ergebnisvektor

31 erstes Dreieck

32 zweites Dreieck

34 Zielgebiet

13.1 -13.5 Schritte eines erfindungsgemäßen Verfahrens (vgl. Fig. 13)

14.1 -14.5 Schritte eines erfindungsgemäßen Verfahrens (vgl. Fig. 14)

100 Sensoreinrichtung

102 Datenaufzeichner

103 Signalempfänger

104 Signalkonverter

105 Signalspeicher

106 Vorrichtung

107 Signalleser

108 Vektordaten-Generator

109 Vektordaten-Speicher

110 Vektordaten-Auswerter 1 1 1 Vektordaten-Synchronisierer

1 12 Vektordaten-Anzeige

113 Server

114 Vektordaten-Speicher

115 Vektordaten-Analysator

116 Vektordaten-Auswerte-Speicher

A anteriore Ableitung

D dorsale Ableitung

E1 erste Ableitungspunkt

E2 zweiter Ableitungspunkt

E3 dritter Ableitungspunkt

E4 vierte Ableitungspunkt

f spezifische Lernwerte (für das neuronale Netz 26)

H horizontale Ableitung

I inferiore Ableitung

M Menge an Patienten (mit bekanntem Befund)

PCi erste Hauptachse

PC ₂ zweite Hauptachse

S1 -S4 Sensoren, die den Ableitungspunkten E1 -E4 zugeordnet sind V vertikale Ableitung

a Nicht-rechtwinklige Winkel des ersten Dreiecks 21 (E1 -E3-E4) ß Nicht-rechtwinklige Winkel des zweiten Dreiecks 22 (E1 -E2-E4) e, P Anpassungswerte für die Winkelkorrektur, für die Winkel a und ß